EP3285643A1 - Körperimpedanz-messgerät - Google Patents

Körperimpedanz-messgerät

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EP3285643A1
EP3285643A1 EP16711509.6A EP16711509A EP3285643A1 EP 3285643 A1 EP3285643 A1 EP 3285643A1 EP 16711509 A EP16711509 A EP 16711509A EP 3285643 A1 EP3285643 A1 EP 3285643A1
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EP
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current
electrodes
electrode
measuring
voltage
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Philipp GLITZNER
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Skrabal Falko
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Skrabal Falko
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Definitions

  • segmental impedance measurement of body compartments especially when performed at several different frequencies, one can better take into account the different dimensions of the body parts and their effects on the AC conductivity.
  • segmental impedance measurement it is particularly tried to distinguish between intracellular and extracellular water by means of multi-frequency measurements.
  • An exception is the measurement of lymphoedema on individual extremities, or the attempt to quantify over- and underhydrogenation of dialysis patients on a part of the body, namely the lower leg.
  • Chatham US 8548580 proposes two systems, the first of which selects the instructions for the measurement and transfers these instructions to a second system.
  • the patent application US 2008/0009757 A1 discloses an impedance measuring device in which the current distortion ions in unmeasured body sections are taken into account in accordance with an electrical model, which evidently concerns the Kirchhoff rules. Cha in US 8386028 examines two segments simultaneously at two different frequencies. In US 2011/0046505 (Cornish) two different body segments are compared with each other.
  • WO 2008/031030 discloses obtaining systolic time intervals by subtracting from a first waveform derived from an impedance signal a second waveform obtained from echocardiography or from the pulse wave or pulse oximeter.
  • WO 2006 / 063255A2 discloses determining the stroke volume from the impedance signal across the thorax or over the brachial artery.
  • US 2013/0096448 (Brooks) describes a combined ECG (electrocardiography), ICG (impedance cardiography) and phonon electrodes on a common carrier with acoustic chamber.
  • US 8521264 and US 2010/0324404 describe the use of a maximum of three combined ECG-ICG electrodes, all of which are placed on the thorax.
  • US 6339722 (Heethaar) proposes to measure the thorax as a segment at two frequencies and at two different measurement distances to obtain information about cardiac activity.
  • a multiplexer is usually provided, which is installed in the device.
  • Multiplexers for impedance measurement are used in part in the impedance measuring devices cited above to supply current at various points of the body and, on the other hand, to measure the voltage at various points of the body.
  • the impedance measuring device on segments of a human or animal body, wherein the impedance measurement is preferably a multi-frequency impedance measurement, comprises a current source, current switch, current electrodes and measuring electrodes that can be arranged on segments of the human or animal body.
  • Each output of the power source is connected to an input of a power switch, each power switch has a plurality of outputs and the input of the respective power switch is switchable connected to one of its outputs, the outputs of the power switch are connected to electrical feed lines of the current electrodes.
  • the measuring electrodes detect voltage signals and the device determines from the current supplied by the current source and the detected voltage signals, the impedances of the segments of the human or animal body.
  • the apparatus is configured to connect only two current electrodes to the power source by switching the power switches and the switching devices, and to disconnect all remaining power electrodes from the power supply by switching the switching device and disconnecting the power line from the power source by switching the power switches.
  • voltage amplifiers or voltage followers with high input resistance are inserted into the signal lines near or directly at the measuring electrodes.
  • the switching devices should be made switchable by the device.
  • signal lines of the measuring electrodes are guided to inputs of voltage switches, the voltage switch each having an output which is interconnectable with an input of the voltage switch.
  • the current switch and / or the voltage switch are designed as relays or multiplexers.
  • the invention provides that at least one of the current electrodes can be acted upon via a resistor with a compensating current, wherein the connection of the resistor is arranged on the current electrode between the switching device and the current electrode.
  • a compensation current electrode is provided, which can be acted upon by a resistor with a compensating current.
  • the handling of the device according to the invention becomes particularly easy for the examination staff when, apart from possibly existing individual measuring electrodes, in each case one current electrode and one measuring electrode are grouped into a unified electrode region.
  • the handling of the device is further simplified in that the current electrode and the measuring electrode of the unified electrode region have jointly guided cables as a feed line and signal line, since only half the number of cables has to be handled by this measure.
  • a further simplification of the handling results from the fact that the current electrode and the measuring electrode are arranged on a common electrode carrier.
  • the common electrode carrier is preferably a clamp, a band, a cuff or even a pressure cuff (similar to the pressure cuffs used for blood pressure measurement).
  • a pressure sensor can also be used to measure the pulse to be ordered. It is advantageous for carrying out automatic measurements when the pressure sensor has a liquid-filled bubble which communicates with a pressure transducer, wherein preferably the liquid-filled bubble can be pressed against a body part by means of a controlled, hydraulic or electromotive pressure device.
  • the accuracy of the measurements is substantially increased if the device only connects the current electrode to the current source from at most one united electrode region and uses the measuring electrode for voltage measurement.
  • only one of the chest wall electrodes V1-V6, preferably V4 to V6, has to be used as the measuring electrode for the impedance measurement.
  • the device is equipped with a differentiator for determining the change in the impedance with the heartbeat.
  • an ECG device is integrated into the device, wherein the ECG device has at least extremity electrodes, preferably also chest wall electrodes.
  • extremity electrodes preferably also chest wall electrodes.
  • the invention also proposes that the measuring electrodes are designed as ECG electrodes by routing branch lines of the signal lines of the measuring electrodes to the ECG device.
  • the current electrodes and / or the measuring electrodes are designed as sensors and / or encoders for physical variables, in particular acceleration values, pressure, sound, temperature or light, other physical parameters and parameters can also be measured during the impedance measurements. Reliability of the measurement and easy handling is achieved by designing at least some of the current electrodes and the measuring electrodes as suction electrodes or adhesive electrodes.
  • Fig. 1 shows a schematic block diagram of the device according to the invention.
  • Fig. 2 shows application examples of the device according to the invention.
  • FIGS. 1 and 2 For the sake of clarity, in each of the two figures, identical parts which are shown side by side and have an identical configuration are provided only once with a reference symbol.
  • the device 2 comprises a current source 4 with two partial current sources 4a, 4c of opposite polarity, controllable by a control current Isoll, in that the control current Isoll to one of the partial current sources 4c passes through an inverter 4b before it enters this partial current source 4c.
  • the output of each partial current source 4a, 4c is connected to the input of a Stromumschalters 3, which is designed for example as a multiplexer.
  • Each current switch 3 has a plurality of outputs, wherein the input is switchably connected to one of the outputs.
  • the outputs of the power switch 3 are connected by means of electrical supply lines 5 with current electrodes 8.
  • the current electrodes 8 are drawn with dotted area.
  • the current electrodes 8 are applied to individual body segments of the examined animal (human or animal).
  • the surface of the examined animal 6 is shown symbolically in FIG. 1 in a dashed border.
  • switching devices 7 are installed in the feed lines, with which the current electrodes 8 from the feed line 5 can be switched on and off. This serves to ensure that parasitic leakage currents do not pass from the current electrodes 8 to the device 2 during operation of the device 2, since the switching devices 7 in the switched-off state ensure separation of the current electrodes 8 from the supply lines 5.
  • the switching devices 7 can be designed as mechanical switches (eg micro-relays), electronic switches or as negative impedance converters.
  • each feed line 5 is switched away on the one hand in the device 2 by the power switch 3 from the power source 4 and on the other hand additionally by the switching device 7 peripherally away from the device 2 a second time away from the current electrode 8, thereby parasitic leakage currents flowing through the body of the living being could get into the cables of the feed lines 5 from the periphery forth, be prevented.
  • This is especially important because the cables of the Feed lines 5 advantageously shielded and - for an even better shielding effect - should be provided with an active shielding. This could, however, also flow over capacitances between cable and screen generated alternating current, which is prevented by the switching devices 7.
  • the first four current electrodes 8 are exemplary of the Stromeinspei solution on the right leg (label RLc for right leg current), the left leg (label LLc for left leg current), the right arm (designation RAc for right arm currrent) and the left Arm (designation LAc for left arm current) provided.
  • the fifth, optionally to be attached current electrode 8 is intended for attachment to the upper Thoraxapertur, eg near the upper Steinum, neck or head for feeding the current (designation Nc for Neck current).
  • the sixth current electrode 8 is provided for the current feed-in at the lower end of the thorax (designation Th c ), for example in the region where the leads V4 to V6 or V4r to V6r are arranged for an ECG.
  • Each current electrode 8 is associated with a measuring electrode 14, wherein the current electrode 8 and the measuring electrode 14 are not electrically connected to each other and the combination of current electrode 8 and measuring electrode 14 on the living being 6 in a so-called unified electrode region 1 is arranged.
  • the distance between the electrodes 8, 14 of the unified electrode region should not be less than 2 cm to 4 cm, better 3 cm to 4 cm and not exceed 20 to 30 cm.
  • FIG. 1 there are thus, for example, six united electrode regions 1 each having a current electrode 8 and a measuring electrode 14 and at least one individual additional measuring electrode 20.
  • the measuring electrodes 14 are labeled RL V for right leg voltage, LL V for left leg voltage, RA V for right arm voltage, LA V for left arm voltage, Nc for neck voltage and Th v for thorax voltage.
  • Each measuring electrode 14 may be arranged together with the associated current electrode 8 on a suitable common electrode carrier, such as a clamping electrode, adhesive electrode, suction electrode, band electrode, sleeve electrode or pressure sleeve electrode.
  • the measuring electrodes 14 and current electrodes 8 are present as separate individual electrodes.
  • the measuring electrodes 14 are connected to signal lines 19, which are led to inputs of two voltage switches 10, wherein in the signal lines 19 voltage amplifiers 9 are connected.
  • the voltage amplifier 9 can be designed as a voltage follower with high input resistance.
  • the voltage amplifier 9 should be arranged as close as possible or directly to the measuring electrodes 14.
  • the voltage switch 10 are designed for example as a relay or electronic voltage multiplexer. By means of the voltage switch 10, in each case a signal of a measuring electrode 14 can be switched to the outputs of the voltage switch 10, where it is then passed for further processing, for example to an input of a differential amplifier 11.
  • the output signal UDiff of the differential amplifier is the difference of the output signals of the two voltage changeover switch 10.
  • one terminal of the resistor 12 must be connected to at least one of the feeders 5 to the current electrodes 8, between the switching device 7 and the current electrode 8.
  • the other terminal of the resistor 12 is connected to the output of an operational amplifier 13, the compensating current supplies.
  • the resistor 12 is advantageously placed just next to the current electrode 8 used for the feeding of the compensation current.
  • Each of the current electrodes 8 is suitable for feeding the equalizing current.
  • a dedicated equalizing current electrode 8a may be provided which is connected through a resistor 12a (between 470 kohms and 1.5 megohms, preferably 1 megohms) to the output of an operational amplifier 13a which provides the equalizing current in a known manner.
  • the device 2 also offers the possibility of impedance cardiography (KG).
  • the CPU 23 in the device 2 can determine the body composition of the whole body of the living organism 6 and its body parts, such as the body water contained in body parts, the extracellular fluid, the muscle mass, the muscle mass based on the impedance measurements with stored empirical equations or predetermined mathematical models Fat mass, whose deviations from the target value, as well as edema or fluid accumulations in body parts calculate and the computed results for display on a screen, for the storage in a non-volatile memory or for further processing in data bases spend.
  • the physician uses the device 2 to make a diagnosis of deviations in the hydrogenation from the norm, eg deviations in the relation between fat mass or lean body mass to the extracellular volume or the ratio of extracellular to intracellular volume or whole body water
  • an "ankle brachial index” ABSI
  • the impedances determined by the device 2 serve to develop regression equations by means of multiple regressions or neural networks, to estimate the parameters of interest to the physician, and those by gold standard methods such as whole body DXA, deuterium dilution To predict sodium bromide dilution or other tracer-determined parameters.
  • the device 2 additionally differentiates the detected impedance signals and relates them to the heartbeat, the thus calculated change in impedance with the heartbeat can be used to measure the acceleration of the blood in various parts of the body.
  • An ECG device 21 can also be integrated in the device 2.
  • This ECG device 21 may be equipped with its own ECG electrodes, which are not shown in FIG. 1 for reasons of clarity.
  • the device 2 also offers the possibility of carrying out the measuring electrodes 14 as ECG electrodes, in that branch lines 22 are routed from the signal lines 19 of the measuring electrodes 14 to the ECG device 21, preferably between voltage amplifier 9 and voltage switch 10.
  • the device 2 can serve as a multi-channel ECG device and simultaneously perform the described impedance measurements and calculations from the detected impedances during the recording of a multi-channel ECG.
  • a rhythm strip is automatically generated, as it is also desired for the usual ECG and is common.
  • This also allows spectral analysis of heart intervals and changes in impedance with the heartbeat.
  • the proportions of sympatheticus and vagus for heart rate control can then also be determined via the corresponding frequency bands, for example by means of the 0.1 Hz band and the 0.3 Hz band, which is particularly suitable for ascertaining overtraining, burnout, depression, etc. especially if it over time over weeks and months is traceable. All this is not associated with an increased expenditure of time compared to the usual rhythm strip for the ECG.
  • the invention also provides that on the current electrodes 8 or measuring electrodes 14 sensors or actuators are attached, such. Accelerometers, pressure sensors, or light sensors, LEDS or pressure pumps.
  • a measuring transducer / transmitter 17 is schematically drawn lying directly below an electrode (current or measuring electrode can be used), which optionally can also be embodied as a measuring sensor and / or sensor 17a lying next to the electrode.
  • the measured variable sensor 7 and / or encoder 17, 17a is controlled by an evaluation unit 18, which in this case also acts as a generator for the measured quantity to be impressed, eg. generates a pressure signal.
  • the pickup / encoder 17, 17a is connected to an input of the evaluation unit 18, which records the recorded measured variable, e.g.
  • a pressure signal, acceleration signal, temperature signal, etc. evaluates.
  • the device 2 at the same time for impedance measurement and ECG recording other circulatory parameters, such as the circulatory times, pulse wave analysis including heartbeat volume, pulse oximetry, etc., with corresponding methods in the document WO 2004/030535 AI (Skrabal) and EP 2319411 A2 are disclosed in detail.
  • the pulse wave analysis can then also be used to calculate other parameters such as vascular stiffness, augmentation index, central aortic pressure, slough volume, etc.
  • the possible attachment of blood pressure cuffs including on the lower limb for the determination of the ankle brachial index and venous occlusion plethysmography, is provided.
  • the device 2 is a measuring device that in the full expansion stage not only performs the impedance measurement on multiple body segments of a human or animal body at multiple or multiple impedance frequencies but optionally also a differentiator (which may be integrated with the CPU 23) for detection includes the impedance change with the heartbeat.
  • the heartbeat can be accurately detected from the ECG, so that thereafter a time window can be set to search for the impedance change with the heartbeat. Templates are generated from the different segments for impedance cardiography and impedance rheography.
  • the measuring device is also a (multi-channel) ECG device, and serves as an analyzer for further physical variables, provided that the corresponding sensors and actuators are installed in the electrodes. Fig.
  • C for current Stromeinspei solution
  • V for voltage voltage measurement
  • the current electrodes are here with dotted area, the measuring electrodes drawn white. If a pair of electrodes is anatomically out of the circuit, it is also shifted in the drawing and drawn outside the circuit.
  • the device determines the impedance and a change in impedance with the heartbeat in at least two body segments, the segments being defined as follows. a) On the one hand, the central segment is defined with respect to the Stromeinspei solution by the current electrodes 8 a central (Z) combined electrode region 1 and a peripheral (P) unified electrode region 1, the measuring section on the other hand is defined by the measuring electrode 14 of the central unified electrode region 1 and by a measuring electrode 20, which is also used to derive the chest wall ECG. (FIG.
  • the measuring electrode 14 of the central unified electrode region could be defined by the measuring electrode 14 of the central unified electrode region and by the measuring electrode 14 of a unified electrode region which is not within the circuit (eg positioned on the contralateral leg).
  • the peripheral body segment in the current feed is defined by the current electrodes 8 of two peripheral unified electrode regions (eg attached to both legs), whereas the measuring section is defined by a measuring electrode.
  • the measuring circuit could be located by a measuring electrode 14 located outside of this circuit of a central united electrode region and by the measuring electrode 14 of FIG Current supply used electrode region be defined (Fig. 2-B, dashed measuring path).
  • another segment between the central single electrode 20, which could correspond to an ECG chest wall electrode, and the measuring electrode 14 of a unified electrode region, which is not flowed through by the current can also be analyzed (dashed line with V " ) For example, consider the abdomen segment c) Fig.
  • FIG. 2-C shows a similar measurement arrangement as Fig. 2-B, which can be used to measure another peripheral body segment, for example, the arms different measuring points can be used, as long as they are only outside the circuit, which of course applies to the other figures 2-A, 2-B, 2-C, where this is not shown for reasons of clarity Infeed, however, be done so that not two body segments with pulsatile change of volume together flows through electrically and common sam be measured because the pulsatile components would mix. It would then be possible, but laborious, to calculate the pulsatile components of two sections.
  • Fig. 2-D shows a measuring arrangement, with the partial segments of a peripheral body segment can be measured when additional single electrodes 14a are mounted between peripheral and central electrode pairs.
  • the illustrated measurement segment V is used to measure the entire segment, the illustrated measurement segment V "serves to measure the proximal part and the segment with the hatched line of the measurement of the peripheral body segment.
  • any body segment can be measured for both impedance and change in impedance with the heartbeat. It will also be apparent to one skilled in the art that only a fraction of the possible alternatives offered by this switching system are shown, the application is not limited to the power and voltage circuits shown in the drawings.
  • the essence of the impedance measurements of the device 2 is that of all united electrode regions 1 only of at most one united electrode region, both the current electrode 8 for current feed and the measuring electrode 14 is used for voltage measurement. In all other united electrode regions, either only one of the two electrodes 8, 14 or none of the two electrodes 8, 14 is used.
  • the electrodes 8, 14 it is advantageous for handling if at least some of them are designed as suction electrodes, clamping electrodes adhesive electrodes, band electrodes, sleeve electrodes or pressure sleeve electrodes.
  • These can be configured as sputter electrodes, band electrodes or even double-band electrodes, wherein it has proved to be favorable in the case of double-band electrodes if they are not implemented in parallel but at different angles to one another.
  • the electrodes, especially the adhesive electrodes, which are typically disposable electrodes may also be used to be identified by, for example, RFID or other means. This makes it possible in terms of accuracy of the measurement results to allow only electrodes for use, with which the device was originally calibrated and in which therefore the necessary corresponding quality and configuration is guaranteed.
  • the device 2 of the invention allows an impedance measurement of body segments at multiple frequencies, if appropriate, using a Cole-Cole plot, for the determination of intracellular water (or muscle mass and fat mass) and extracellular water, further the impedance measurement with division of the body in its various segments, eg arms and legs (or even segments of the arms and legs), into the trunk and its parts, namely thorax and abdomen (as they have a very different composition and thus different resistivities).
  • This is possible using as few feeder lines 5 to the body and as few electrodes 8, 14 on the body of the living organism 6.
  • the present device 2 may employ the so-called 4-point method with external or adjacent current electrodes 8 and internal or adjacent measuring electrodes 14.
  • the united electrode regions 1 are provided for attachment to different body parts, so that a distinction can be made between peripheral electrode regions (at the ends of the extremities of living bodies) and central electrode regions (lying on the trunk, neck, head region).
  • Peripheral united electrode regions are applied to:
  • Fingers, hands, forearms for power supply and voltage measurement e.g.
  • Infeed finger, hand or hand and forearm to measure the tension on the left and right upper extremity.
  • regions of the body that can be subjected to a similar measurement approach, e.g. also localized body regions, such as parts of the skull, neck, chest, abdomen, or breast, may also be selected for attachment of unified electrode regions.
  • the design of the power switch 3 and voltage switch 10 has proven itself as a multiplexer.
  • the use of an FPGA for circuit design also brings a great deal of simplification.
  • the CPU 23 In order to integrate a multi-channel ECG into the measurements, the CPU 23 must have a large computing capacity and therefore be designed as a fast processor, whereby the data memories also have to be sufficiently large and fast.
  • a large screen should be available to display the numerous synchronized data and curves. Interfaces to existing physician systems may also be provided.
  • the data should be made available for scientific analysis in appropriate data formats, eg Excel, or other database formats.
  • a data memory has proved very useful, with the help of which, over the course of time, a numerical and / or graphic change of the body composition, of the body functions and also of the changes of the ECG for the individual patient registered and graphically output.
  • empirical formulas based on standard gold methods such as echocardiography, biochemical parameters such as NTpro-BNP or its derivatives or other biochemical parameters that alter heart failure, ergometry, spiroergometry, thresholds of oxygen uptake, lactate measurement, adhesion may be used.
  • Brachial Index, arteriography, whole body DXA, deuterium and sodium bromide determination) for the determination of body functions and composition are calibrated by estimating the above parameters by means of multiple regression equations, which may contain anthropometric data as well as all impedance data, using the gold standard method.
  • sarcopenia especially the output of the "appendicular muscle mass", as it is internationally standard, that is the muscle mass of the shoulder and arms on the one hand, or of hip and legs on the other hand, and as they are excellently detected by the segmental impedance spectroscopy
  • the correction of the thus calculated muscle mass by means of the correction for a possibly disturbed ratio (eg quotient) between extracellular space on the one hand and intracellular space or whole body water on the other hand has proved to be very useful.Therefore, the presence of a sarcopenia and its grading compared to a norm collective be issued.
  • time courses can be selected automatically in which the measured or calculated parameters have changed significantly and clinically relevant since the last recording.
  • changes in parameters that migrate out of the known normal range such as the PQ time, the emergence of an AV block, the QT duration above or below the frequency-adapted normal range, ST lowering or raising above the known standard range, changes in the heart vector, Amplutude and direction of the T Wave, sudden changes of the heart rate, the sympathicovagal balance, the power of the 0.1 and 0.3 Hz band, or from the ratio of the 0.1 and 0.3 Hz band of heart rate variability, suddenly calculates differences between the segments, the volume wave in the legs or increases in the ECF / ICF or ECF / TBW ratios in individual body segments, etc.
  • confusing history printouts are prevented.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung (2) zur Impedanzmessung an Körpersegmenten mit einer Stromquelle (4), Stromumschaltern (3), an den Körpersegmenten anlegbaren Stromelektroden (8), Spannungsumschaltern (10) und Messelektroden (14). Die Ausgänge der Stromquelle (4) sind mit Eingängen der Stromumschalter (3) verbunden. Jeder Stromumschalter (3) besitzt mehrere, mit dem Eingang des jeweiligen Stromumschalters (3) zusammenschaltbare Ausgänge. Die Ausgänge der Stromumschalter (3) sind mit elektrischen Speiseleitungen (5) der Stromelektroden (8) verbunden. Die Messelektroden (14) erfassen Spannungssignale, die mit dem von der Stromquelle (4) gelieferten Strom zur Impedanzmessung der Segmente herangezogen werden. In den Speiseleitungen (5) nahe der Stromelektroden (8) sind Schaltvorrichtungen (7) eingebaut. Die Vorrichtung (2) verbindet durch Schalten der Stromumschalter (3) und der Schaltvorrichtungen (7) jeweils nur zwei Stromelektroden (8) mit der Stromquelle (4) und trennt alle übrigen Stromelektroden (8) durch Schalten der Schaltvorrichtung (7) von der Speiseleitung (5) und die Speiseleitung (5) durch Schalten der Stromumschalter (3) von der Stromquelle (4).

Description

Köroerimpedanz-Messgerät
In jüngster Zeit hat sich bei der Entwicklung von medizinischen Körperimpedanz- Messgeräten eine Tendenz gebildet, die Vermessung von Körperkompartimenten mit Hilfe von Ganzkörperimpedanz zugunsten einer Vermessung der Körperkompartimente mit Hilfe von segmentalen Impedanzmessungen hintanzustellen. Bei der Ganzkörperimpedanz betrachtet man den menschlichen oder tierischen Körper als aus verschiedenen, elektrisch leitfähigen Körperteilen zusammengesetzt und versucht mittels mathematischer Modelle die unterschiedlichen Durchmesser und Längen dieser elektrischen Leiter (nämlich Arme, Beine und Rumpf) zu berücksichtigen. Da der Widerstand eines elektrischen Leiters abgesehen von seinem spezifischen Widerstand in erster Linie von dessen Länge und Querschnitt abhängt, muss man bei dieser Methode fixe Verhältnisse von Körpergröße zu den Durchmessern und Querschnitten von Rumpf und Extremitäten annehmen. Dazu werden üblicherweise Standardproportionen des menschlichen Körpers herangezogen, die z.B. aus Vermessungen an Personal der US Armee stammen. Diese Modelle und Annahmen bringen allerdings derartige Ungenauigkeiten in die Methode, dass diese zwar näherungs weise zur Untersuchung von gesunden Personen, nicht jedoch bei kranken Menschen anwendbar ist.
Mit der segmentalen Impedanzmessung von Körperkompartimenten, speziell wenn diese bei mehreren unterschiedlichen Frequenzen durchgeführt wird, kann man die unterschiedlichen Dimensionen der Körperteile und deren Auswirkungen auf die Wechselstrom-Leitfähigkeit besser berücksichtigen. Mit der segmentalen Impedanzmessung wird besonders versucht, mit Hilfe von Mehrfrequenzmessungen zwischen intrazellulärem und extrazellulärem Wasser zu unterscheiden. Trotz aller Fortschritte auf dem Gebiet ist es bis heute aber nicht gelungen, diese Methoden in die Routinebetreuung am Krankenbett einzuführen. Eine Ausnahme stellt die Messung von Lymphödem an einzelnen Extremitäten dar, bzw. der Versuch, Über- und Unterhydrierung von Dialysepatienten an einem Körperteil, nämlich dem Unterschenkel zu quantifizieren.
Für die segmentale Impedanzanalyse wurden zahlreiche Patente angemeldet. Beispielsweise wird bei dem in der WO 2007/002991 (Chetham) und in der US 8781551 (Chetham) vorgeschlagenen Impedanzmessgerät der Mess-Strom gemessen und anschließend nachgeregelt, es sind keinerlei Umschaltmöglichkeiten vorgesehen. In der US 8594781 (Chetham) ist ein Impedanzmessgerät offenbart, bei dem Messelektroden weggeschaltet werden, um induktive Störungen zu beseitigen. Beim Impedanzmessgerät gemäß der US 2011/0087129 (Chetham) bestimmt ein erstes System die Impedanzprozedur, selektiert Anweisungen, ein zweites System generiert entsprechend diesen Anweisungen Kontrollsignale. Chatham in US 8548580 schlägt zwei Systeme vor, von denen das erste die Instruktionen für die Messung selektiert und diese Instruktionen zu einem zweiten System transferiert. In der Patentanmeldung US 2008/0009757 AI (Tsoglin) ist ein Impedanzmessgerät offenbart, bei dem die Stromdistorsionen in nicht gemessenen Körpersektionen entsprechend einem elektrischen Modell berücksichtigt werden, bei dem es sich offensichtlich um die Kirchhoff Regeln handelt. Cha in US 8386028 untersucht zwei Segmente gleichzeitig bei zwei verschiedenen Frequenzen. In der US 2011/0046505 (Cornish) werden zwei verschiedene Körpersegmente mit einander verglichen.
Die WO 2008/031030 (Bartnik) offenbart die Gewinnung systolischer Zeitintervalle, indem von einer ersten Kurvenform, welche aus einem Impedanzsignal stammt, eine zweite Kurvenform subtrahiert wird, die aus Echokardiographie oder aus der Pulswelle oder dem Pulsoximeter gewonnen wird. Die WO 2006/063255A2 (Bernstein) offenbart, aus dem Impedanzsignal über dem Thorax oder über der Brachialarterie das Schlagvolumen zu bestimmen. Die US 2013/0096448 (Brooks) beschreibt eine kombinierte ECG- (Elektrokardiographie-), ICG- (Impedanzkardiographie-) und Phonoelektrode auf einem gemeinsamen Träger mit akustischer Kammer. Die Schriften US 8521264 und US 2010/0324404 beschreiben die Verwendung von maximal drei kombinierten ECG-ICG- Elektroden, die alle am Thorax platziert sind. Die US 6339722 (Heethaar) schlägt vor, den Thorax als ein Segment bei zwei Frequenzen und mit zwei verschiedenen Messdistanzen zu vermessen, um Information über die Herztätigkeit zu gewinnen.
Für eine rasche und wenig umständliche Durchführung einer multisegmentalen Mehrfrequenzimpedanzanalyse ist es notwendig, automatisch und zweckmäßig ohne Zutun des Anwenders zahlreiche Körpersegmente zu vermessen. Dafür ist üblicherweise ein Multiplexer vorgesehen, der in das Gerät eingebaut ist. Multiplexer für die Impedanzmessung werden teilweise bei den oben zitierten Impedanzmessgeräten eingesetzt, um an verschiedenen Stellen des Körpers Strom einzuspeisen und andererseits an verschieden Stellen des Körpers die Spannung zu messen.
Dabei ergeben sich jedoch einige, in den oben zitierten Schriften nicht beachtete Schwierigkeiten. Für viele Anwendungen muss der Abstand zwischen dem Messgerät und dem untersuchten Körper groß gehalten werden, wodurch sich auch relativ große Kabellängen ergeben. Dies kann wesentliche Schwierigkeiten und Fehler bei der Messung verursachen. So können durch die Kabel und ihre Abschirmungen parasitäre Kapazitäten und Induktivitäten entstehen. Untersuchungen des Anmelders haben gezeigt, dass insbesondere verhindert werden muss, dass durch gleichzeitig an den Körper angelegte Kabel parasitäre Leckströme in die zusätzlich angelegten Kabel fließen, die zum Zeitpunkt der Anwendung nicht für die Strom einspei sung vorgesehen sind. Weiters muss verhindert werden, dass durch die kombinierten Einspeise- und Messkabel, die zu zahlreichen Einspeise- und Messpunkten führen, Streuimpedanzen und Streukapazitäten eine Verfälschung der gemessenen Signale in den einzelnen Kabeln verursachen.
Es ist somit die Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine Vorrichtung zu schaffen, die diese Schwierigkeiten und Nachteile des Standes der Technik umgeht.
Die vorliegende Erfindung löst diese Aufgabe durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 1. Vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den Unteransprüchen dargelegt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Impedanzmessung an Segmenten eines menschlichen oder tierischen Körpers, wobei die Impedanzmessung bevorzugt eine Multifrequenz-Impedanzmessung ist, umfasst eine Stromquelle, Stromumschalter, an Segmenten des menschlichen oder tierischen Körpers anordenbare Stromelektroden und Messelektroden. Ein jeder Ausgang der Stromquelle ist mit einem Eingang eines Stromumschalters verbunden, wobei jeder Stromumschalter eine Vielzahl von Ausgängen aufweist und der Eingang des jeweiligen Stromumschalters umschaltbar mit einem seiner Ausgänge zusammenschaltbar ist, wobei die Ausgänge der Stromumschalter mit elektrischen Speiseleitungen der Stromelektroden verbunden sind. Die Messelektroden erfassen Spannungssignale und die Vorrichtung ermittelt aus dem von der Stromquelle gelieferten Strom und den erfassten Spannungssignalen die Impedanzen der Segmente des menschlichen oder tierischen Körpers. In die Speiseleitungen sind nahe der oder unmittelbar an den Stromelektroden Schaltvorrichtungen eingebaut, mit denen die Stromelektroden mit ihren Speiseleitungen verbindbar und von ihnen trennbar sind. Die Vorrichtung ist dazu konfiguriert, durch Schalten der Stromumschalter und der Schaltvorrichtungen jeweils nur zwei Stromelektroden mit der Stromquelle zu verbinden und alle übrigen Stromelektroden durch Schalten der Schaltvorrichtung von der Speiseleitung zu trennen und die Speiseleitung durch Schalten der Stromumschalter von der Stromquelle zu trennen.
Bevorzugt sind nahe oder unmittelbar an den Messelektroden Spannungsverstärker bzw. Spannungsfolger mit hohem Eingangswiderstand in die Signalleitungen eingefügt. Für automatische Messvorgänge sollten die Schaltvorrichtungen von der Vorrichtung schaltbar ausgeführt sein.
Für die automatische Messung von Impedanzen an unterschiedlichen Körpersegmenten ist in einer Ausführungsform der Erfindung vorgesehen, dass Signalleitungen der Messelektroden zu Eingängen von Spannungsumschaltern geführt sind, wobei die Spannungsumschalter jeweils einen Ausgang aufweisen, der mit einem Eingang des Spannungsumschalters zusammenschaltbar ist. Mit dieser Konfiguration kann Impedanzmessung vereinfacht werden, indem die Ausgänge der Spannungsumschalter mit Eingängen eines Differenzverstärkers verbunden sind, der aus den an seinen Eingängen anliegenden Spannungssignalen eine Differenzspannung ermittelt, die die Vorrichtung für die Impedanzermittlung verwendet.
Hohe Verlässlichkeit und schnelle Messungen erzielt man, indem die Stromumschalter und/oder die Spannungsumschalter als Relais oder Multiplexer ausgebildet sind.
Für eine wesentliche Verbesserung der Messergebnisse ist gesorgt, wenn die erfindungsgemäße Vorrichtung mit einer Gleichtaktunterdrückung ausgestattet wird. Dazu ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass zumindest eine der Stromelektroden über einen Widerstand mit einem Ausgleichsstrom beaufschlagbar ist, wobei der Anschluss des Widerstands an die Stromelektrode zwischen der Schaltvorrichtung und der Stromelektrode angeordnet ist. Alternativ oder ergänzend dazu ist eine Ausgleichsstromelektrode vorgesehen, die über einen Widerstand mit einem Ausgleichsstrom beaufschlagbar ist.
Die Handhabung der erfindungsgemäßen Vorrichtung wird für das Untersuchungspersonal besonders einfach, wenn, abgesehen von eventuell vorhandenen Einzelmesselektroden, jeweils eine Stromelektrode und eine Messelektrode zu einer vereinten Elektrodenregion gruppiert sind. Die Handhabung der Vorrichtung wird weiter vereinfacht, indem die Stromelektrode und die Messelektrode der vereinten Elektrodenregion gemeinsam geführte Kabel als Speiseleitung und Signalleitung aufweisen, da durch diese Maßnahme nur mit der halben Zahl an Kabeln hantiert werden muss. Eine weitere Vereinfachung der Handhabung ergibt sich, indem die Stromelektrode und die Messelektrode auf einem gemeinsamen Elektrodenträger angeordnet sind. Der gemeinsame Elektrodenträger ist bevorzugt eine Klemme, ein Band, eine Manschette oder auch eine Druckmanschette (ähnlich den für die Blutdruckmessung verwendeten Druckmanschetten). Wenn eine Klemme, Manschette oder Druckmanschette verwendet wird, kann an dieser auch ein Drucksensor zur Pulsmessung angeordnet werden. Dabei ist es für die Durchführung automatischer Messungen vorteilhaft, wenn der Drucksensor eine flüssigkeitsgefüllte Blase aufweist, die mit einem Druckaufnehmer kommuniziert, wobei vorzugsweise die flüssigkeitsgefüllte Blase mittels einer gesteuerten, hydraulischen oder elektromotorischen Anpressvorrichtung gegen ein Körperteil anpressbar ist.
Es hat sich gezeigt, dass die Genauigkeit der Messungen wesentlich erhöht wird, wenn die Vorrichtung nur von maximal einer vereinten Elektrodenregion die Stromelektrode mit der Stromquelle zusammenschaltet und die Messelektrode zur Spannungsmessung verwendet. In dieser Hinsicht als vorteilhaft hat sich erwiesen, wenn vereinte Elektrodenregionen zur Anbringung an peripheren Körpersegmenten und an zentralen Körpersegmenten auswählbar sind, wobei eventuell auch eine weitere vereinte Elektrodenregion zum Anbringen an einer Körperregion auswählbar ist, an der die Brustwand-Elektroden VI bis V6, bevorzugt V4 bis V6, eines EKGs platziert sind. In der einfachsten Anwendung muss jedoch nur eine der Brustwandelektroden V1-V6, bevorzugt V4 bis V6, als Messelektrode für die Impedanzmessung verwendet werden.
Weiters ist es zweckmäßig, wenn die Vorrichtung mit einem Differentiator zur Bestimmung der Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag ausgestattet ist.
In einer bevorzugten Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist ein EKG- Gerät in die Vorrichtung integriert, wobei das EKG-Gerät zumindest Extremitätenelektroden, vorzugsweise auch Brustwandelektroden, aufweist. Damit ist es möglich, mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung gleichzeitig Impedanzmessungen und EKG- Aufzeichnungen durchzuführen. Zur Minimierung der Zahl der am Körper anzubringenden Elektroden schlägt die Erfindung auch vor, dass die Messelektroden als EKG-Elektroden ausgebildet sind, indem Zweigleitungen der Signalleitungen der Messelektroden zum EKG-Gerät geführt sind.
Wenn die Stromelektroden und/oder die Messelektroden als Aufnehmer und/oder Geber für physikalische Größen, insbesondere Beschleunigungswerte, Druck, Schall, Temperatur oder Licht, ausgebildet sind, können während der Impedanzmessungen auch andere physikalische Größen und Parameter gemessen werden. Verlässlichkeit der Messung und einfache Handhabung wird erreicht, indem zumindest einige der Stromelektroden und der Messelektroden als Saugelektroden oder Klebeelektroden ausgebildet sind. Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen näher erläutert.
Fig. 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung.
Fig. 2 zeigt Anwendungsbeispiele der erfindungsgemäßen Vorrichtung.
In der nachfolgenden Beschreibung wird auf Fig. 1 und Fig. 2 Bezug genommen. In jeder der beiden Figuren sind der Übersichtlichkeit halber mehrfach nebeneinander dargestellte gleiche Teile, die eine identische Konfiguration aufweisen, jeweils nur einmal mit einem Bezugszeichen versehen.
Fig. 1 zeigt ein schematisches Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung 2 zur Messung von Impedanzen von Segmenten eines menschlichen oder tierischen Körpers. Die Vorrichtung 2 umfasst eine Stromquelle 4 mit zwei durch einen Steuerstrom Isoll regelbaren Teilstromquellen 4a, 4c von gegensätzlicher Polarität, indem der Steuerstrom Isoll zu einer der Teilstromquellen 4c einen Inverter 4b durchläuft, bevor er in diese Teilstromquelle 4c eintritt. Der Ausgang einer jeden Teilstromquelle 4a, 4c ist mit dem Eingang eines Stromumschalters 3 verbunden, der z.B. als Multiplexer ausgeführt ist. Jeder Stromumschalter 3 weist eine Vielzahl von Ausgängen auf, wobei der Eingang umschaltbar mit einem der Ausgänge zusammengeschaltet ist. Die Ausgänge der Stromumschalter 3 sind mittels elektrischer Speiseleitungen 5 mit Stromelektroden 8 verbunden. Die Stromelektroden 8 sind mit punktierter Fläche gezeichnet. Die Stromelektroden 8 werden an einzelnen Körpersegmenten des untersuchten Lebewesen (Mensch oder Tier) aufgebracht, Die Oberfläche des untersuchten Lebewesens 6 ist in Fig. in strichlierter Umrandung symbolisch dargestellt. Nahe den Stromelektroden 8 sind in die Speiseleitungen 5 Schaltvorrichtungen 7 eingebaut, mit denen die Stromelektroden 8 von der Speiseleitung 5 zu- und weggeschaltet werden können. Dies dient dazu, im Betrieb der Vorrichtung 2 parasitäre Leckströme nicht von den Stromelektroden 8 zur Vorrichtung 2 gelangen zu lassen, indem die Schaltvorrichtungen 7 im weggeschalteten Zustand für eine Trennung der Stromelektroden 8 von den Speiseleitungen 5 sorgen. Die Schaltvorrichtungen 7 können als mechanische Schalter (z.B. Mikrorelais), elektronische Schalter oder auch als negative Impedanzkonverter ausgebildet sein. Somit wird jede Speiseleitung 5 einerseits in der Vorrichtung 2 durch den Stromumschalter 3 von der Stromquelle 4 weggeschaltet und andererseits zusätzlich durch die Schaltvorrichtung 7 peripher von der Vorrichtung 2 ein zweites Mal von der Stromelektrode 8 weggeschaltet, wodurch parasitäre Leckströme, die über den Körper des Lebewesens von der Peripherie her in die Kabel der Speiseleitungen 5 gelangen könnten, unterbunden werden. Dies ist besonders wichtig, weil die Kabel der Speiseleitungen 5 vorteilhaft geschirmt und - für eine noch bessere Schirmwirkung - mit einer aktiven Schirmung versehen werden sollten. Dadurch könnte allerdings auch über Kapazitäten zwischen Kabel und Schirm generierter Wechselstrom fließen, was durch die Schaltvorrichtungen 7 verhindert wird.
Im Ausführungsbeispiel von Fig. 1 sind sechs Stromelektroden 8 vorgesehen. Die ersten vier Stromelektroden 8 sind beispielhaft für die Strom einspei sung am rechten Bein (Bezeichnung RLc für right leg current), am linken Bein (Bezeichnung LLc für left leg current), am rechten arm (Bezeichnung RAc für right arm currrent) und am linken Arm (Bezeichnung LAc für left arm current) vorgesehen. Die fünfte, optional anzubringende Stromelektrode 8 ist für die Anbringung an der oberen Thoraxapertur, z.B. nahe des oberen Steinums, am Hals oder am Kopf zur Einspeisung des Stroms vorgesehen (Bezeichnung Nc für Neck current). Die sechste Stromelektrode 8 ist für die Strom einspei sung am unteren Ende des Thorax (Bezeichnung Thc) vorgesehen, z.B. in der Region, wo für ein EKG die Ableitungen V4 bis V6 oder V4r bis V6r angeordnet werden.
Jeder Strom elektrode 8 ist eine Messelektrode 14 zugeordnet, wobei die Strom elektrode 8 und die Messelektrode 14 elektrisch nicht miteinander verbunden sind und die Kombination aus Strom elektrode 8 und Messelektrode 14 am Lebewesen 6 in einer sogenannten vereinten Elektrodenregion 1 angeordnet ist. Der Abstand der Elektroden 8, 14 der vereinten Elektrodenregion sollte minimal 2 cm bis 4 cm, besser 3 cm bis 4 cm nicht unterschreiten und maximal 20 bis 30 cm nicht überschreiten. Im Ausführungsbeispiel von Fig. 1 gibt es als Beispiel somit sechs vereinte Elektrodenregionen 1 mit jeweils einer Stromelektrode 8 und einer Messelektrode 14 sowie zumindest eine einzelne zusätzliche Messelektrode 20.
Die Messelektroden 14 sind mit RLV für right leg voltage, LLV für left leg voltage, RAV für right arm voltage, LAV für left arm voltage, Nc für neck voltage und Thv für thorax voltage bezeichnet. Jede Messelektrode 14 kann zusammen mit der zugeordneten Stromelektrode 8 an einem geeigneten gemeinsamen Elektrodenträger, wie z.B. einer Klemmelektrode, Klebeelektrode, Saugelektrode, Bandelektrode, Manschettenelektrode oder Druckmanschettenelektrode, angeordnet sein. Alternativ dazu liegen die Messelektroden 14 und Stromelektroden 8 als separate Einzelelektroden vor.
Die Messelektroden 14 sind mit Signalleitungen 19 verbunden, die zu Eingängen von zwei Spannungsumschaltern 10 geführt sind, wobei in die Signalleitungen 19 Spannungsverstärker 9 geschaltet sind. Die Spannungsverstärker 9 können als Spannungsfolger mit hohem Eingangswiderstand ausgeführt sein. Die Spannungsverstärker 9 sollten möglichst nahe oder unmittelbar an den Messelektroden 14 angeordnet sein. Die Spannungsumschalter 10 sind beispielsweise als Relais oder elektronische Spannungsmultiplexer ausgeführt. Mittels der Spannungsumschalter 10 kann jeweils ein Signal einer Messelektrode 14 auf die Ausgänge der Spannungsumschalter 10 geschaltet werden, wo es dann für die weitere Verarbeitung z.B. zu einem Eingang eines Differenzverstärkers 11 geleitet wird. Das Ausgangssignal UDiff des Differenzverstärkers ist die Differenz der Ausgangssignale der beiden Spannungsumschalter 10.
Eine weitere wichtige Voraussetzung für die optimale Funktion der Vorrichtung 2 ist das Vorsehen einer Gleichtaktunterdrückung („common mode rejection"), da eine große elektromagnetische Interferenz durch das untersuchte Lebewesen 6 besteht. Auch Wechsel Strominterferenz, verursacht durch das Spannungsversorgungsnetz, kann große Störungen verursachen. Weiters muss eine Fehlanpassung der verschiedenen Kabelkapazitäten und Kabelimpedanzen der Speiseleitungen 5 und Signalleitungen 19 ausgeglichen werden. Neben den üblichen Methoden einer optimalen Abschirmung der Kabel, auch unter Verwendung einer aktiven Schirmung, Verwendung besonderer Signalfiltertechniken, wie adaptiven Filtern oder„Notch"-Filtern, bedarf es eines Ausgleichs der Gleichtaktspannung ("common mode voltage"), indem ein Ausgleichsstrom durch einen hohen Widerstand 12 mit einem Widerstandswert zwischen 470 kOhm und 1,5 MOhm, vorzugsweise 1 MOhm, getrieben wird. Dazu muss allerdings ein Anschluss des Widerstands 12 mit zumindest einer der Speiseleitungen 5 zu den Stromelektroden 8 verbunden sein, und zwar zwischen der Schaltvorrichtung 7 und der Stromelektrode 8. Der andere Anschluss des Widerstands 12 ist mit dem Ausgang eines Operationsverstärker 13 verbunden, der den Ausgleichsstrom liefert. Der Widerstand 12 wird vorteilhaft knapp neben der für die Einspeisung des Ausgleichsstroms verwendeten Stromelektrode 8 platziert. Jede der Stromelektroden 8 ist für die Einspeisung des Ausgleichsstroms geeignet. Alternativ oder zusätzlich kann eine dezidierte Ausgleichsstromelektrode 8a vorgesehen werden, die über einen Widerstand 12a (zwischen 470 kOhm und 1,5 MOhm, vorzugsweise 1 MOhm) mit dem Ausgang eines Operationsverstärkers 13a verbunden ist, der in bekannter Weise den Ausgleichsstrom bereitstellt.
Mit der solcherart aufgebauten Vorrichtung 2 können automatisch viele Segmente des Lebewesens 6 genau untersucht werden. Einerseits ist es möglich, mithilfe des Steuersignals Isoll und der beiden invertiert betriebenen Teilstromquellen 4a, 4c Wechselströme beliebiger Frequenz zu generieren und diese mittels der beiden Stromumschalter 3 an frei selektierbare Stromelektroden 8 zu leiten. Andererseits können mithilfe der beiden Spannungsumschalter
10 Spannungssignale von frei selektierbaren Messelektroden 14 zur weiteren Verarbeitung, insbesondere zur Differenzbildung am Differenzverstärker 11, ausgewählt werden. Die Steuerung des Steuersignals Isoll, der Stromumschalter 3, der Spannungsumschalter 10, die mathematische Verarbeitung der von den Messelektroden 14 ermittelten Spannungssignale sowie die Steuerung aller weiterer Funktionen der Vorrichtung wird mittels einer in der Vorrichtung 2 eingebauten CPU 23 durchgeführt, die beispielsweise in Form eines Microcontrollers ausgeführt ist. Die zahlreichen notwendigen Zuleitungen zur CPU 23 sind im Sinne der Übersicht nicht gezeichnet.
Somit ist es möglich, mittels der Vorrichtung 2 automatisch Impedanzmessungen bei unterschiedlichen Frequenzen an unterschiedlichen Segmenten des Lebewesens 6 durchzuführen. Auf Basis dieser Impedanzmessungen an unterschiedlichen Körpersegmenten bietet die Vorrichtung 2 auch die Möglichkeit von Impedanzkardiographie (KG).
Weiters kann die CPU 23 in der Vorrichtung 2 auf Basis der Impedanzmessungen mit eingespeicherten, empirischen Gleichungen oder mit vorgegebenen mathematischen Modellen die Körperzusammensetzung des Ganzkörpers des Lebewesens 6 und seiner Körperteile, wie z.B. das in Körperteilen enthaltene Körperwasser, die extrazelluläre Flüssigkeit, die Muskelmasse, die Fettmasse, deren Abweichungen vom Sollwert, sowie Ödeme oder Flüssigkeitsansammlungen in Körperteilen errechnen und die berechneten Ergebnisse zur Anzeige an einem Bildschirm, zur Speicherung in einem nichtflüchtigen Speicher oder zur weiteren Verarbeitung in Datenbanken ausgeben. Es ist zu betonen, dass der Arzt mithilfe der Vorrichtung 2 eine Diagnose einer Abweichungen der Hydrierung von der Norm, z.B. Abweichungen in der Relation zwischen Fettmasse oder„Lean Body Mass" zum Extrazellulärvolumen oder zum Verhältnis extrazelluläres zu intrazellulärem Voluem bzw. Ganzkörperwasser, vornehmen und somit besser Überhydrierung oder Dehydrierung feststellen kann. Weiters können auch arterielle Durchblutungsstörungen, vor allem der Beine oder deren Segmente, erkannt und ausgegeben werden. So kann aus dem Unterschied der Beschleunigung des Volumens der Beine mit dem Herzschlag auch ein„Ankle Brachial Index" (ABI), wie er aus der Literatur bekannt ist, errechnet werden. Die durch die Vorrichtung 2 ermittelten Impedanzen, sowie deren Wirkwiderstand- und Blindwiderstandanteil und der Phasenwinkel der Impedanz dienen dazu, mittels multipler Regressionen oder auch neuronalen Netzwerken Regressionsgleichungen zu entwickeln, die den Arzt interessierenden Parameter zu schätzen, und die mittels Goldstandardverfahren wie Ganzkörper DXA, Deuteriumdilution, Natriumbromid Dilution oder anderen Tracern ermittelten Parameter vorherzusagen. Wenn die Vorrichtung 2 die ermittelten Impedanzsignal zusätzlich differenziert und mit dem Herzschlag in Beziehung gesetzt wird, kann die solcherart berechnete Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag verwendet werden, um die Beschleunigung des Blutes in verschiedenen Körperteilen zu messen. Dies bewährt sich besonders dann, wenn es in einem Segment, definiert durch eine zentrale vereinte Elektrodenregion einerseits (z.B. am Hals, Nacken oder Schultern angeordnet) und einer weiteren zentralen Einzelelektrode (gewählt zB aus V4 bis V6 oder aus V4r bis V6r) und einer peripheren vereinten Elektrodenregion und einer zentralen und einer peripheren vereinten Elektrodenregion andererseits erfolgt, wie in Skrabal et al, Medical Engineering & Physics 36 (2014) 896-904 beschrieben. Wesentlich ist nur, dass zumindest eine Messelektrode 14 zwischen zwei Stromelektroden 8 zu liegen kommt. So kann nicht nur die Herzleistung beurteilt werden und eine Herzschwäche diagnostiziert werden, sondern auch im Sinne der Impedanzrheographie die Messung der arteriellen und venösen Durchblutung bzw. auch der Pulswellenlaufzeit (Volumswellenlaufzeit) erfolgen. Auch hier werden vorteilhaft Goldstandardverfahren wie Echocardiographie und andere hämodynamische Methoden wie Ankle Brachial Index, Pulswellenlaufzeit, Pulswellenanalyse mit Augmentationsindex, zentraler und peripherer Compliance, Schlagvolumen aus Pulskurve als Goldstandardverfahren eingesetzt, um die neuen Methoden zu kalibrieren.
In die Vorrichtung 2 kann auch ein EKG-Gerät 21 integriert sein. Dieses EKG-Gerät 21 kann mit eigenen EKG-Elektroden ausgestattet sein, die aus Gründen der Übersichtlichkeit in Fig. 1 nicht dargestellt sind. Als besonderen Vorteil bietet die Vorrichtung 2 jedoch auch die Möglichkeit, die Messelektroden 14 als EKG-Elektroden auszuführen, indem, vorzugsweise zwischen Spannungsverstärker 9 und Spannungsumschalter 10, Zweigleitungen 22 von den Signalleitungen 19 der Messelektroden 14 zum EKG-Gerät 21 geführt werden. Damit kann die Vorrichtung 2 als Mehrkanal EKG-Gerät dienen und während der Aufzeichnung eines Mehrkanal -EKGs gleichzeitig die beschriebenen Impedanzmessungen und Berechnungen aus den ermittelten Impedanzen durchführen. Dadurch, dass für die Gewinnung der Templates eine Aufzeichnung über einige Zeit, z.B. 2 bis 3 Minuten günstig ist, wird automatisch auch ein Rhythmusstreifen generiert, wie er auch für das übliche EKG gewünscht wird und üblich ist. Dadurch wird auch eine Spektralanalyse der Herzintervalle und der Änderungen der Impedanz mit dem Herzschlag möglich. So können dann auch über die entsprechenden Frequenzbänder, zB mittels des 0,1 Hz Bands und des 0,3 Hz Bands die Anteile von Sympathicus und Vagus für Herzfrequenzsteuerung ermittelt werden, was sich zB besonders zur Feststellung von Übertraining, Burnout, Depression usw eignet, vor allem wenn es im Zeitverlauf über Wochen und Monate verfolgbar ist. Dies alles ist mit keinem erhöhten Zeitaufwand gegenüber dem üblichen Rhythmusstreifen für das EKG verbunden.
Die Erfindung sieht auch vor, dass an den Strom elektroden 8 oder Messelektroden 14 Sensoren bzw. auch Aktoren angebracht sind, wie z.B. Accelerometer, Drucksensoren, oder Lichtsensoren, LEDS oder Druckpumpen. In Fig. 1 ist ein Messgrößenaufnehmer/Geber 17 schematisch direkt unter einer Elektrode (Strom- oder Messelektrode können verwendet werden) liegend gezeichnet, welcher optional auch als neben der Elektrode liegender Messgrößenaufnehmer und/oder Geber 17a ausgeführt sein kann. Der Messgrößen-Sensor 7 und/oder Geber 17, 17a wird von einer Auswerteeinheit 18 angesteuert, die in diesem Fall auch als Generator für die einzuprägenden Messgröße wirkt, z.b. ein Drucksignal erzeugt. Der Aufnehmer/Geber 17, 17a ist mit einem Eingang der Auswerteeinheit 18 verbunden, die die aufgenommene Messgröße, z.B. ein Drucksignal, Beschleunigungssignal, Temperatursignal, etc. auswertet. Mit solchen geschilderten Sensoren kann die Vorrichtung 2 gleichzeitig zur Impedanzmessung und EKG- Aufzeichnung noch andere Kreislaufparameter, wie die Kreislaufzeiten, Pulswellenanalyse inklusive Herzschlagvolumen, Pulsoximetrie usw. erfassen, wobei entsprechende Methoden in der Schrift WO 2004/030535 AI (Skrabal) und EP 2319411 A2 detailliert offen gelegt sind. Die Pulswellenanalyse kann dann auch zur Berechnung von anderen Parametern, wie Gefäßsteifigkeit, Augmentationsindex, zentraler Aortendruck, Schlavolumen usw verwendet werden. Auch das eventuelle Anbringen von Blutdruckmanschetten, auch an der unteren Extremität zur Bestimmung des Ankle-Brachial Index und zur Venenverschlussplethysmographie, ist vorgesehen.
Somit stellt die Vorrichtung 2 ein Messgerät dar, das in der vollen Ausbaustufe nicht nur die Impedanzmessung an mehreren Körpersegmenten eines menschlichen oder tierischen Körpers bei mehreren oder zahlreichen Impedanzfrequenzen durchführt, sondern gegebenenfalls auch einen Differentiator (der in die CPU 23 integriert sein kann) zur Erfassung der Impedanzänderung mit dem Herzschlag umfasst. Der Herzschlag kann genau aus dem EKG erkannt werden, sodass danach ein Zeitfenster zur Suche nach der Impedanzänderung mit dem Herzschlag festgelegt werden kann. Templates werden aus den verschiedenen Segmenten für Impedanzkardiographie und Impedanzrheographie generiert. Das Messgerät ist also gegebenenfalls auch ein (Vielkanal) EKG Gerät, sowie dient als Analysator für weitere physikalische Größen, sofern die entsprechenden Sensoren und Aktoren in die Elektroden eingebaut sind. Fig. 2 zeigt anhand von vier Beispielen A, B, C, D die Anwendung des Prinzips der teilweisen oder kompletten Trennung der vereinten Elektrodenregionen 1 für die Strom einspei sung (C für current) durch die Stromelektroden 8 und Spannungsmessung (V für voltage) durch die Messelektroden 14 der Vorrichtung 2. Wie ersichtlich werden in diesen Beispielen die vereinten Elektrodenregionen 1 für die Strom einspei sung einerseits und die Spannungsmessung andererseits teilweise oder auch ganz unterschiedlich verwendet. Die Stromelektroden sind hier mit punktierter Fläche, die Messelektroden weiß gezeichnet. Wenn ein Elektrodenpaar anatomisch außerhalb des Stromkreises liegt, ist es auch in der Zeichnung verschoben und außerhalb des Stromkreises gezeichnet.
In einer Ausführungsform der Erfindung bestimmt die Vorrichtung die Impedanz und eine Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag in zumindest zwei Körpersegmenten, wobei die Segmente wie folgt definiert sind. a) Einerseits ist das zentrale Segment bezüglich der Strom einspei sung definiert durch die Stromelektroden 8 einer zentralen (Z) vereinten Elektrodenregion 1 und einer peripheren (P) vereinten Elektrodenregion 1, die Messtrecke andererseits ist definiert durch die Messelektrode 14 der zentralen vereinten Elektrodenregion 1 und durch eine Messelektrode 20, die auch zur Ableitung des Brustwand EKG verwendet wird. (Fig. 2-A, durchgezogene Messtrecke V.) Hier könnte weniger komfortabel auch eine weitere zentrale vereinte Elektrodenregion 1 verwendet werden, deren Messelektrode 14 zur Messung der Impedanz und deren Stromelektrode 8 zur Einspeisung des Stroms verwendet wird (nicht gezeichnet). Alternativ könnte bei gleicher Einspeisung wie oben die Messtrecke V definiert sein durch die Messelektrode 14 der zentralen vereinten Elektrodenregion und durch die Messelektrode 14 einer vereinten Elektrodenregion, welche nicht inerhalb des Stromkreises liegt (z.B. am kontralateralen Bein positioniert ist). (Siehe strichlierte Messtrecke in Fig. 2 A.) b) Andererseits ist das periphere Körpersegment in der Strom einspei sung definiert durch die Stromelektroden 8 von zwei peripheren vereinten Elektrodenregionen (z.B. an beiden Beinen angebracht), die Messtrecke hingegen ist definiert durch eine Messelektrode, die außerhalb des Stromkreises liegt (z.B. die über der Brustwand liegende EKG Elektrode 20) und die Messelektrode 14 der vereinten Elektrodenregion 1, welche auch zur Strom einspei sung verwendet wurde (Fig. 2-B, durchgezogener Messkreis). Alternativ könnte bei gleicher Einspeisung der Messkreis durch eine außerhalb dieses Stromkreises liegende Messelektrode 14 einer zentralen vereinten Elektrodenregion und durch die Messelektrode 14 der zur Strom einspeisung benutzten Elektrodenregion definiert sein (Fig. 2-B, strichlierte Messtrecke). Analog zu diesen Ausführungen kann auch ein weiteres Segment zwischen der zentralen Einzelelektrode 20, die einer EKG-Brustwandelektrode entsprechen könnte und der Messelektrode 14 einer vereinten Elektrodenregion, die nicht vom Strom durchflössen ist, analysiert werden (strichlierte Linie mit V"). Dabei könnte es sich z.B. um das Abdomensegment handeln. c) Fig. 2-C zeigt eine ähnliche Messanordung wie Fig. 2-B, mit der ein weiteres peripheres Körpersegment vermessen werden kann. Hier könnte es sich zB um die Arme handeln. Diese Abbildung veranschaulicht, wieviele verschiedene Messpunkte verwendet werden können, solange diese nur außerhalb des Stromkreises liegen. Dies trifft natürlich auch für die anderen Abbildungen 2-A, 2-B, 2-C zu, wobei dies dort aus Gründen der Übersichtlichkeit nicht eingezeichnet ist. Es sollte die Strom einspeisung jedoch so erfolgen, dass nicht zwei Körpersegmente mit pulsatiler Änderung des Volumens gemeinsam elektrisch durchströmt und gemeinsam gemessen werden, weil sich die pulsatilen Komponenten vermengen würden. Es wäre dann möglich, aber mühsam, die pulsatilen Komponenten von zwei Abschnitten herauszurechnen. d) Fig. 2-D zeigt eine Messanordnung, mit der auch Teilsegmente eines peripheren Körpersegmentes vermessen werden können, wenn zwischen peripheren und zentralen Elektrodenpaaren noch zusätzliche einzelne Messektroden 14a angebracht sind. Das dargestellte Messegment V dient zur Messung ders gesamten Segmentes, das dargestellte Messsegment V" dient dabei zur Vermessung des proximalen Teiles und das Segment mit der schraffierten Linie der Vermessung des peripheren Körpersegmentes.
Bei allen Darstellungen in Fig 2 wird im Sinne der Erfindung alternativ immer nur eine Messstrecke durch den Spannungsumschalter 10 freigegeben, auch die Einspeisung erfolgt vorteilhafter Weise immer nur in dem Segment, das gerade untersucht wird, alle anderen Segmente werden durch die zusätzlichen Schaltvorrichtungen 7 und den Stromumschalter 3 weggeschaltet.
So kann mit einem Minumum von Stromum Schaltungen jedes beliebige Körpersegment sowohl bezüglich der Impedanz als auch bezüglich der Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag vermessen werden. Es ist auch für jeden Fachmann offensichtlich, dass nur ein Bruchtteil der möglichen Alternativen, die dieses Umschaltsystem bietet, dargestellt sind, wobei die Anwendung nicht auf die in den Zeichnungen dargestellten Strom- und Spannungskreise eingeschränkt sind.
Das Wesentliche an den Impedanzmessungen der Vorrichtung 2 ist, dass unter allen vereinten Elektrodenregionen 1 nur von maximal einer vereinten Elektrodenregion sowohl die Stromelektrode 8 zur Strom einspei sung als auch die Messelektrode 14 zur Spannungsmessung verwendet wird. Bei allen anderen vereinten Elektrodenregionen wird entweder nur eine der beiden Elektroden 8, 14 oder überhaupt keine der beiden Elektroden 8, 14 verwendet.
Was die Realisierung der Elektroden 8, 14 betrifft, so ist es für die Handhabung vorteilhaft, wenn zumindest einige von ihnen als Saugelektroden, Klemmelektroden Klebeelektroden, Bandelektroden, Manschettenelektroden oder Druckmanschettenelektroden ausgeführt sind. Diese können als Spotelektroden, Bandelektroden oder auch Doppelbandelektroden konfiguriert sein, wobei es sich bei Doppelbandelektroden als günstig erwiesen hat, wenn sie nicht parallel, sondern in verschiedenen Winkeln zueinander ausgeführt sind. Die Elektroden, speziell die Klebeelektroden, bei denen es sich üblicherweise um Wegwerfelektroden handelt, können auch dazu verwendet werden, um zB mittels RFID oder anderer Hilfsmittel identifiziert zu werden. Damit ist es im Sinne der Genauigkeit der Messergebnisse möglich, nur Elektroden zur Verwendung zuzulassen, mit denen das Gerät ursprünglich geeicht wurde und bei denen daher die notwendige entsprechende Qualität und Konfiguration gewährleistet ist.
Zusammengefasst ermöglicht die erfindungsgemäße Vorrichtung 2 eine Impedanzmessung von Körpersegmenten bei mehreren Frequenzen, falls zweckmäßig auch unter Verwendung eines Cole-Cole Plots, zur Bestimmung von intrazellulärem Wasser (bzw. Muskelmasse und Fettmasse) sowie von extrazellulärem Wasser, weiters die Impedanzmessung unter Aufteilung des Körpers in seine verschiedenen Segmente, z.B. Arme und Beine (oder auch nur Segmente der Arme und Beine), in den Rumpf und seine Teile, nämlich Thorax und Abdomen (da diese eine sehr unterschiedliche Zusammensetzung und damit unterschiedliche spezifische Widerstände aufweisen). Dies ist unter Verwendung von möglichst wenigen Speiseleitungen 5 zum Körper und möglichst wenigen Elektroden 8, 14 am Körper des Lebewesens 6 möglich. Die vorliegende Vorrichtung 2 kann die sogenannte 4-Punkt- Methode mit außen oder in Nachbarschaft liegenden Stromelektroden 8 und innen oder in Nachbarschaft liegenden Messelektroden 14 anwenden. Die vereinten Elektrodenregionen 1 sind zur Anbringung an unterschiedlichen Körperteilen vorgesehen, so dass zwischen peripheren Elektrodenregionen (an den Enden der Extremitäten von lebenden Körpern) und zentralen Elektrodenregionen (am Rumpf, Hals, Kopfbereich liegend) unterschieden werden kann.
Periphere vereinte Elektrodenregionen werden aufgebracht an:
a) Fingern, Händen, Unterarmen zur Strom einspei sung und Spannungsmessung (z.B.
Einspeisung Finger, Hand, bzw. Hand und Unterarm zur Spannungsmessung an der linken und rechten oberen Extremität.
b) Zehen, Füßen, Unterschenkeln zur Strom einspei sung bzw. Füßen und Unterschenkeln zur Spannungsmessung an der linken und rechten unteren Extremität.
Zentrale vereinte Elektrodenregionen werden aufgebracht an:
c) Kopf, Hals, oberem Brustkorb zur Strom einspei sung bzw. zur Spannungsmessung. In diesem Bereich genügt eventuell auch nur eine Elektrode zur Spannungsmessung. d) Unterem Brustkorb zur Strom einspei sung und Spannungsmessung, wobei in diesem Bereich eventuell auch nur Elektroden für die Spannungsmessung ausreichen.
Andere Regionen des Körpers, die einem ähnlichen Messansatz unterzogen werden können, z.B. auch lokalisierte Körperregionen wie Teile des Schädels, des Halses, des Brustkorbs, des Abdomens, oder die Mamma, können ebenfalls zur Anbringung von vereinten Elektrodenregionen ausgewählt werden.
Aus den obigen Schilderungen ist klar ersichtlich, wie komplex und vielfältig die Vorrichtung 2 aufgebaut ist und funktioniert. Daher hat sich die Ausbildung der Stromumschalter 3 und Spannungsumschalter 10 als Multiplexer bewährt. Auch die Verwendung eines FPGA zum Schaltungsaufbau bringt eine große Vereinfachung mit sich. Um ein Vielkanal-EKG in die Messungen zu integrieren, muss die CPU 23 eine große Rechenkapazität besitzen und daher als schneller Prozessor ausgeführt sein, wobei auch die Datenspeicher ausreichend groß und schnell sein müssen. Zur Visualisierung der Messergebnisse sollte ein großer Bildschirm zur Anzeige der zahlreichen synchronisierten Daten und Kurven zur Verfügung stehen. Es können auch Schnittstellen zu bestehenden Arztsystemen vorgesehen sein. Die Daten sollten für die wissenschaftliche Analyse in geeigneten Datenformaten, z.B. Excel, oder anderen Datenbankformaten zur Verfügung gestellt werden. Sehr bewährt hat sich ein Datenspeicher, mit dessen Hilfe über den Zeitverlauf numerisch und/oder grafisch eine Änderung der Körperzusammensetzung, der Körperfunktionen und auch der Veränderungen des EKGs für den einzelnen Patienten registriert und grafisch ausgegeben wird. So kann dann mit empirischen Formeln, die an Hand von Goldstandardverfahren (wie z.B. Echocardiographie, biochemischer Parameter wie z.B. NTpro-BNP oder seiner Derivate bzw anderer biochemischer Parameter, die sich bei Herzschwäche verändern, Ergometrie, Spiroergometrie, Schwellen der Sauerstoffaufnahme, Lactatmessung, Ankle-Brachial Index, Arteriographie, Ganzkörper DXA, Deuterium- und Natriumbromid- Bestimmung) zur Erfassung von Körperfunktionen und Zusammensetzung, wie z.B. Herzleistung, Faserdehnung des Herzens , maximaler Leistungsfähigkeit, Schwellenwerte derselben, arterieller und venöser Durchblutung, von Muskelmasse, Fettmasse, Ganzkörperwasser, Extrazellulärraum und deren Abweichungen von der Norm kalibriert werden, indem obige Parameter z.B. mittels multiplen Regressionsgleichungen, welche eventuell anthropometrische Daten, sowie alle Impedanzdaten enthalten können, an Hand der Goldstandardverfahren geschätzt werden. Zur Erfassung von Über- oder Unterhydrierung oder auch von Sarkopenie bewährt sich in der Folge besonders die Berechnung der Abweichung von TBW oder ECW oder ICW oder ECW/ICW Ratio von der zwischen der FM/kg Körpergewicht einerseits und TBW/kg Körpergewicht bzw ECW/kg Körpergewicht bzw ECW/ICW bei Gesunden ermittelten Regressionsgeraden. Für die Bestimmung von Sarkopenie bewährt sich besonders die Ausgabe der„appendicular muscle mass", wie sie international Standard ist, das ist die Muskelmasse von Schulter und Armen einerseits, bzw von Hüfte und Beinen andererseits, und wie sie durch die segmentale Impedanzspektroskopie exzellent erfasst werden kann. Bewährt hat sich auch die Korrektur der so rechnerisch ermittelten Muskelmasse mittels des Korrektur für ein allenfalls gestörtes Verhältnis (zB Quotienten) zwischen Extrazellulärraum einerseits und Intrazellulärraum bzw. Ganzkörperwassers andererseits. So kann das Vorliegen einer Sarkopenie und das Grading derselben im Vergleich zu einem Normkollektiv ausgegeben werden.
Besonders interessant ist auch die Ausgabe und/oder graphische Darstellung des Zeitverlaufes der ermittelten Parameter, nicht nur nach einzelnen Interventionen wie z.B. Ergometrie, Schrittmachereinstellungen, pharmakologischen und physiologischen Interventionen, nicht nur bei einer einzelnen Untersuchung, sondern besonders auch bei wiederholten Untersuchungen in größeren Zeitabständen. Hier können zB automatisch nur Zeitverläufe selektioniert werden, bei denen die gemessenen oder errechneten Parameter sich signifikant und klinisch relevant seit der Letztaufzeichnung verändert haben. Klinisch relevant sind zB Veränderungen von Parametern, die aus dem bekannten Normbereich herauswandern, wie der PQ Zeit die Entstehung eines AV Blocks, der QT Dauer über oder unter den frequenzadaptierten Normbereich, von ST Senkung oder Hebung über den bekannten Normbereich, Änderungen des Herzvektors, der Amplutude und Richtung der T Welle, plötzliche Änderungen der Herzfrequenz, der sympathikovagalen Balance, errechnet der Power des 0,1 und des 0,3 Hz Bandes, bzw aus dem Verhältnis des 0,1 und 0,3 Hz Bandes der Herzratenvariabilität, plötzlich zwichenzeitlich aufgetretene Unterschiede der Segmente, der Volumswelle in den Beinen oder von Anstiegen der ECF/ICF oder ECF/TBW Ratios in einzelnen Körpersegmenten usw.. So werden unübersichtliche Verlaufsausdrucke verhindert.

Claims

Patentansprüche:
1. Vorrichtung (2) zur Impedanzmessung an Segmenten eines menschlichen oder tierischen Körpers, wobei die Impedanzmessung bevorzugt eine Multifrequenz-Impedanzmessung ist, wobei die Vorrichtung (2) eine Stromquelle (4), Stromumschalter (3), an Segmenten des menschlichen oder tierischen Körpers (6) anordenbare Stromelektroden (8), Spannungsumschalter (10) und Messelektroden (14) aufweist, wobei ein jeder Ausgang der Stromquelle (4) mit einem Eingang eines Stromumschalters (3) verbunden ist, wobei jeder Stromumschalter (3) eine Vielzahl von Ausgängen aufweist und der Eingang des jeweiligen Stromumschalters (3) umschaltbar mit einem seiner Ausgänge zusammenschaltbar ist, wobei die Ausgänge der Stromumschalter (3) mit elektrischen Speiseleitungen (5) der Stromelektroden (8) verbunden sind, wobei die Messelektroden (14) Spannungssignale erfassen und die Vorrichtung (2) aus dem von der Stromquelle (4) gelieferten Strom und den erfassten Spannungssignalen die Impedanzen der Segmente des menschlichen oder tierischen Körpers (6) ermittelt,
dadurch gekennzeichnet, dass in die Speiseleitungen (5) nahe der oder unmittelbar an den Stromelektroden (8) Schaltvorrichtungen (7) eingebaut sind, mit denen die Stromelektroden (8) mit ihren Speiseleitungen (5) verbindbar und von ihnen trennbar sind, wobei die Vorrichtung (2) dazu konfiguriert ist, durch Schalten der Stromumschalter (3) und der Schaltvorrichtungen (7) jeweils nur zwei Stromelektroden (8) mit der Stromquelle (4) zu verbinden und alle übrigen Stromelektroden (8) durch Schalten der Schaltvorrichtung (7) von der Speiseleitung (5) zu trennen und die Speiseleitung (5) durch Schalten der Stromumschalter (3) von der Stromquelle (4) zu trennen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass nahe oder unmittelbar an den Messelektroden (14) Spannungsverstärker (9) bzw Spannungsfolger mit hohem Eingangswiderstand (9) in die Signalleitungen (19) eingefügt sind.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Schaltvorrichtungen (7) von der Vorrichtung (2) schaltbar sind.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass Signalleitungen (19) der Messelektroden (14) zu Eingängen von Spannungsumschaltern (10) geführt sind, wobei die Spannungsumschalter (10) jeweils einen Ausgang aufweisen, der mit einem Eingang des Spannungsumschalters (10) zusammenschaltbar ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausgänge der Spannungsumschalter (10) mit Eingängen eines Differenzverstärkers (11) verbunden sind, der aus den an seinen Eingängen anliegenden Spannungssignalen eine Differenzspannung (Udiff) ermittelt, die die Vorrichtung (2) für die Impedanzermittlung verwendet.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Stromumschalter (3) und/oder die Spannungsumschalter (10) als Relais oder Multiplexer ausgebildet sind.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest eine der Stromelektroden (8) oder eine zusätzliche Elektrode (8a) über einen Widerstand (12) mit einem Ausgleichsstrom beaufschlagbar ist, wobei der Anschluss des Widerstands (12) an die Strom elektrode (8) zwischen der Schaltvorrichtung (7) und der Stromelektrode (8) angeordnet ist.
8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass eine Ausgleichsstromelektrode (8a) vorgesehen ist, die über einen Widerstand (12a) mit einem Ausgleichsstrom beaufschlagbar ist.
9. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass jeweils eine Stromelektrode (8) und eine Messelektrode (14) zu einer vereinten Elektrodenregion (1) gruppiert sind.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Stromelektrode (8) und die Messelektrode (14) der vereinten Elektrodenregion (1) gemeinsam geführte Kabel als Speiseleitung (5) und Signalleitung (19) aufweisen.
11. Vorrichtung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Strom elektrode (8) und die Messelektrode (14) auf einem gemeinsamen Elektrodenträger angeordnet sind.
12. Vorrichtung nach Anspruch 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Strom einspei sung immer mit zwei Stromelektroden (8), die je auf einer vereinten Elektrodenregion (1) gruppiert sind, erfolgt, dass für die Spannungsmessung jedoch immer maximal nur eine Messelektrode (14), die auf einer der beiden vereinten Elektrodenregionen (1) liegt, verwendet wird.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (2) nur von maximal einer vereinten Elektrodenregion (1) die Stromelektrode (8) mit der Stromquelle (4) zusammenschaltet und die Messelektrode (14) zur Spannungsmessung verwendet.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass vereinte Elektrodenregionen (1) zur Anbringung an peripheren Körpersegmenten und an zentralen Körpersegmenten auswählbar sind, wobei vorzugsweise eine weitere vereinte Elektrodenregion (1) zum Anbringen an einer Körperregion auswählbar ist, an der die Brustwand-Elektroden VI bis V6, bevorzugt V4 bis V6, eines EKGs platziert sind.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 11 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass der gemeinsame Elektrodenträger eine Klemme, Band, Manschette oder Druckmanschette ist.
16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass an dem gemeinsamen Elektrodenträger ein Drucksensor zur Pulsmessung angeordnet ist.
17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Drucksensor eine flüssigkeitsgefüllte Blase, die mit einem Druckaufnehmer kommuniziert, aufweist, wobei vorzugsweise die flüssigkeitsgefüllte Blase mittels einer gesteuerten, hydraulischen oder elektromotorischen Anpressvorrichtung gegen ein Körperteil anpressbar ist.
18. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sie die Impedanz und eine Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag in zumindest zwei Segmenten bestimmt, wobei die Segmente definiert sind durch
a) bezüglich der Einspeisung einerseits durch zwei an einem zentralen (Z) Körperteil und einem peripheren (P) Körperteil anlegbare vereinte Elektrodenregionen (1), und bezüglich der Spannungsmessung durch eine an dem am zentralen (Z) Körperteil anlegbare vereinte Elektrodenregion (1) und eine zentral liegende Einzelelektrode (20);
b) andererseits bezüglich der Strom einspeisung durch zwei an peripheren (P) Körperteilen anlegbare vereinte Elektrodenregionen (1) und bezüglich der Spannungsmessung durch die periphere (P) vereinte Elektrodenregion (1) und eine zentrale Messektrode, entweder als Einzelelektrode (20) oder als Messelektrode (14) einer zentralen (Z) vereinten Elektrodenregion vorliegend; wobei
c) Alternativ zu b) das zweite Körpersegment auch bezüglich der Stromeinspeisung definiert ist durch eine zentrale (Z) und eine periphere vereinte Elektrodenregion (1) und bezüglich der Spannungsmessung durch zwei periphere (P) vereinte Elektrodenregionen, von denen eine nicht vom Strom durchflosssen ist.
19. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Differentiator zur Bestimmung der Änderung der Impedanz mit dem Herzschlag vorgesehen ist.
20. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein EKG-Gerät (21) in die Vorrichtung (2) integriert ist, wobei das EKG-Gerät (21) zumindest Extremitätenelektroden, vorzugsweise auch Brustwandelektroden, aufweist.
21. Vorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Messelektroden (14) als EKG-Elektroden ausgebildet sind, indem Zweigleitungen (22) der Signalleitungen (19) der Messelektroden (14) zum EKG-Gerät (21) geführt sind.
22. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Stromelektroden (8) und/oder die Messelektroden (14) als Messgrößenaufnehmer/Geber (17, 17a) für physikalische Größen, insbesondere Beschleunigungswerte, Druck, Schall, Temperatur oder Licht, ausgebildet sind.
23. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest einige der Strom elektroden (8) und der Messelektroden (14) als Saugelektroden oder Klebeelektroden ausgebildet sind.
24. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine CPU (23) aufweist, die mittels multipler Regressionsgleichungen bzw mathematischer Modelle Parameter für Körperfunktionen und Zusammensetzung, beispielsweise die Herzleistung, biochemische Parameter derselben, für die körperliche Maximalleistung, für die aeroben und anaeroben Schwellen, für die Durchblutung der Körperteile, für Arterien- und Venenfunktion, zB den Ankle-Brachial Index, arterielle und venöse Thrombosen, bzw arterielle Embolien, die Körperkompartimente, Ganzkörperwasser, Extrazellulärraum, Muskelmasse, Fettmasse, Verhältnis von Extrazellulärraum zu Intrazellulärraum oder Ganzkörperwasser im Ganzkörper und den einzelnen Körperteilen und all deren Abweichungen von der Norm ermittelt.
25. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sie von zeitlich unterschiedlich durchgeführten Messungen grafische und/oder digitale Zeitverläufe der gemessenen oder errechneten Parameter ausgibt.
26. Vorrichtung nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, dass sie die gemessenen und errechneten Parameter mit den zu einem anderen Zeitpunkt durchgeführten Parametern vergleicht und nur dann von den Parametern Zeitverläufe ausgibt, wenn sich die Parameter über den Zeitverlauf signifikant und klinisch relevant verändert haben.
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